專利名稱：諧振換能器和包括諧振換能器的超聲處置裝置的制作方法
技術領域：
本發明涉及諧振換能器和包括該諧振換能器的超聲處置裝置，更具體地講，本發明涉及能夠獲得高振動速度的諧振換能器和包括該諧振換能器的超聲處置裝置。
背景技術：
近年來，在醫療領域，為了實現手術后的早日康復并且減少患者的負擔，要求切ロ部分的尺寸最小化。作為達到這個目的的方法，內窺鏡外科手術已經得到了有效實施。已經開發了各種外科手木工具用于內窺鏡外科手木。這樣也擴展了內窺鏡外科手術的應用范圍。在這種情況下，期望超聲刀成為用于內窺鏡外科手術的工具。下述的專利文獻I (日本專利申請公開No. 2002-65689)公開了這樣ー種超聲處置 裝置，其包括一種通過產生超聲振動的壓電元件來在處置部分中激發超聲振動的超聲處置裝置、増加所產生的超聲振動幅度的喇叭部分、以及用于傳遞振動的探針。非專利文獻I (Minoru Kurosawa 和 Takeshi Sasanuma 的“ Enhancement ofVibration Amplitude of Micro Ultrasonic Scalpel using PZT Film”， The Instituteof Electronics, Technical Report of IEICE，US2009-109 (213) 31)提出了ー種使用縱向振動(在幾乎垂直于要切除的活體表面的方向上的振動)的微超聲手木刀，g在將該微超聲手木刀用于內窺鏡手木。該裝置以d31模式激發壓電膜的縱向振動，并且能夠結合傳感器裝置來檢測振動速度。

發明內容
專利文獻I中公開的超聲處置裝置使用了朗之萬換能器，其被栓接至壓電元件以獲得高振動速度。該超聲處置裝置的振動速度不足以用于進行切ロ、血凝固等，因此該裝置需要用來提高振動速度的喇叭部分。然而，為了利用喇叭部分提高振動速度，需要相對于處置部分增加振動部分的尺寸。為此，當在內窺鏡中使用超聲處置裝置吋，由于振動部分的尺寸被限制為直徑約為2mm至IJ 3_，因此進ー步減小了處置部分的尺寸。這帶來了例如延長了處置時間的問題。非專利文獻I公開了ー種具有矩形形狀而不具有任何喇叭部分的結構，以及具有變換比為3. 5的喇叭部分的結構。根據該文獻，具有矩形形狀的振動部分的振動速度是2米/秒，而具有喇叭部分的結構中振動部分的振動速度是7米/秒。為了進行切口和血凝結，超聲處置裝置需要具有7米/秒的振動速度，因此變換比需為3. 5或更高。這樣將會使處置部分的寬度減小到小于1mm。此外，振動カ拒按照變換比而不利的減小。本發明是在考慮了上述情況下做出的，并且本發明的ー個目的提供了ー種能夠獲得高振動速度的諧振換能器和包括該諧振換能器的超聲處置裝置為了達到上述目的，根據本發明，提供了ー種諧振換能器，其包括振動板和壓電元件，其中壓電兀件包括壓電膜和上電極，其中，振動板的楊氏模量和壓電膜的楊氏模量之間的差不超過振動板的楊氏模量的20%。
本發明中，振動板的楊氏模量和壓電膜的楊氏模量之間的差優選地不超過振動板的楊氏模量的10%。根據本發明，由于使得振動板的楊氏模量和壓電膜的楊氏模量之間的差落入振動板的楊氏模量的20%的范圍內，優選地落入10%的范圍內，因此能夠通過振動板和壓電膜的諧振來提高振動速度。本發明中，振動板優選地在相對于形成有壓電元件的表面的水平方向上進行伸縮振動。根據本發明，由于振動板在相對于形成有壓電元件的表面的水平方向上進行伸縮 振動，因此當諧振換能器被用做超聲處置裝置時，可以實施活體的切ロ動作以及利用血凝結的止血動作。本發明中，振動板優選地由鈦(Ti)和鈦(Ti)合金之一形成。根據本發明，由于鈦或鈦合金被用作振動板的材料，因此可以很容易地減小振動板的楊氏模量與形成在振動板上的壓電膜的楊氏模量之間的差。另外，當諧振換能器例如被用于超聲處置裝置時，該裝置能夠被安全地用在體內。本發明中，所述壓電膜的厚度優選地不小于I μ m并且不大于5 μ m。根據本發明，將壓電膜的厚度設置在上述范圍內能夠減小設備的尺寸。本發明中，機械品質因數Qm優選地不小于2000。本發明中，機械品質因數Qm優選地不小于4000。根據本發明，將機械品質因數Qm設置在上述范圍內能夠抑制諧振換能器中的熱量的產生，能夠獲得高振動速度。為了達到上述目的，本發明提供了 ー種包括上述諧振換能器的超聲處置裝置。由于本發明的諧振傳感器能獲得高振動速度，因此不需要喇叭部分或者可以減小變換比。這樣允許了增加處置部分的尺寸。因此，諧振換能器可以更加適合地用作超聲處
置裝置。根據本發明的諧振換能器和包括該諧振換能器的超聲處置裝置，將振動板和壓電膜的楊氏模量設置在期望的范圍內使得能夠獲得高振動速度。


圖I是示出諧振換能器的結構的平面圖；圖2是示出諧振換能器的驅動部分的結構的剖視圖；圖3A是RF濺射設備的示意剖視圖；圖3B是示出膜形成期間的狀態的示意圖；圖4是示出超聲處置裝置的整體布置的示圖；圖5是示出了本實施例中頻率和振動速度之間的關系的曲線圖；圖6是示出了本實施例中驅動電壓和振動速度之間的關系的曲線圖。
具體實施例方式下面將參照附圖描述根據本發明的諧振換能器和包括該諧振換能器的超聲處置裝置的優選實施例。
[諧振換能器]圖I是示意性示出本發明使用的諧振換能器50的結構示例的平面圖。圖2是示意性示出圖I中示出的諧振換能器50的驅動部分56的襯底(振動板)52和壓電元件54的結構的剖視圖。如圖I所示，諧振換能器50的構成包括包括壓電元件54并使襯底52振動的驅動部分56、處于襯底52的遠端并在壓電兀件54被驅動的時候進行振動的振動部分58、支撐驅動的支撐部分60、以及將驅動部分56固定至支撐部分60的固定部分62。參考圖1，用驅動部分56和固定部分62將壓電元件54設置在支撐部分60的一部分上。這種結構的用途在于將電極連接到支撐部分60上的壓電元件54。形成壓電元件54的位置不做具體限定，只要壓電元件54形成于驅動部分56之上即可。如圖2所示，通過在襯底52上提供下電極64、壓電膜66、和上電極68來形成壓電元件54。[壓電元件] 下面將對用于本發明諧振換能器50的壓電元件54進行描述。如圖2所示，壓電元件54是通過在襯底52上順序層疊下電極64、壓電膜66、和上電極68而形成的元件，并且壓電兀件54構造為通過下電極64和上電極68在厚度方向上向將壓電膜66施加電場。當電場被施加到壓電膜66時,壓電膜66在與壓電兀件54的電場方向垂直的方向上(d31方向)伸展和收縮，并因此在襯底52的縱向(即，相對于形成壓電元件54的表面的水平方向)上發生了伸縮振動。對于襯底52的材料，可以使用如11、5舊31，或者11、5舊、41的合金。用作襯底52的襯底的楊氏模量與形成在襯底上的壓電膜的楊氏模量之間的差不超過襯底的楊氏模量的20%。在這些材料中，優選地使用Ti和Ti合金。使用Ti和Ti合金可以很容易地使得襯底的楊氏模量與壓電膜的楊氏模量的差落入期望的范圍。另外，將這樣的襯底用于超聲處置裝置(將會在后面進行描述)等可以使之安全使用。設定a為襯底的楊氏模量并且b為壓電膜的楊氏模量,可以根據楊氏模量差=(|a-b|/a)xl00(% )獲得與襯底的楊氏模量差。可以根據需要來提供下電極64。例如，如果由諸如金屬之類的導電性材料來形成襯底52，則可以直接在襯底52上形成壓電膜66而不需要提供任何下電極。對下電極64的主要成分不做具體的限定，可以是諸如Au、Pt、Ir、Ir02、Ru02、LaNi03、或者SrRuO3之類的金屬或者金屬氧化物’或者是ム!!、？^〗!·、〗!^、!^^、!^^、— SrRuO3的化合物。對上電極68的主要成分不做具體的限定，可以是針對下電極64舉例說明的材料中的ー種、或者是用于普通半導體エ藝的電極材料，例如Al、Ta、Cr、或Cu，或它們的化合物。對于壓電膜66，可以使用一種或者多種由如下通式(P)表示的鈣鈦礦型氧化物通式AaBbO3... (P)(其中，A:A位元素，其至少包括ー種包括Pb的元素；B :B位元素，其包括從由Ti、Zr、V、Nb、Ta、Cr、Mo、W、Mn、Sc、Co、Cu、In、Sn、Ga、Zn、Cd、Fe、Ni 和鑭系元素組成的組中選擇的至少ー種元素；以及O :氧，雖然a = I. O以及b = I. O是標準值，但是在能夠形成鈣鈦礦結構的范圍內這些值可以不為1.0)通過使用如下描述的氣相沉積法形成壓電膜可以形成成分由I. O < a表示而未缺失Pb的壓電膜，因此也形成具有由I. O < a表示的富Pb成分的壓電膜。對a的上限不做具體的限定，并且只要I. O < a < I. 3就可以獲得具有良好壓電性能的壓電膜。對下電極64和上電極68的厚度不做具體的限定，例如，可以是大約200nm。對壓電膜66的厚度不做具體的限定，通常是I μ m或者更大，例如I至5 μ m。[制造壓電膜的 方法]下面將描述制造壓電膜的方法。可以通過使用等離子體的氣相沉積法形成膜來制造根據本發明的壓電膜。可以基于膜形成溫度Ts(°C )、膜形成時等離子體中的等離子體電位Vs (V)與浮動電位(floating potential) Vf (V)之間的差Vs-Vf (V)、以及要形成的膜的特性來確定膜形成條件。可以使用的氣相沉積法包括濺射法、離子束濺射法、離子鍍法、等離子體CVD法。可以實現上述關系的膜特性包括膜和/或膜成分的晶體結構。調整膜的成分可以改變壓電膜的楊氏模量。下面參考圖3A和圖3B以濺射設備為例來描述使用等離子體的膜形成設備的布置示例。圖3A是RF濺射設備的示意剖視圖。圖3B是示意性示出膜形成期間的狀態的示圖。RF濺射設備100大致由真空腔室110形成，真空腔室110內部包括安裝有襯底B并且能夠將襯底B加熱到預定溫度的加熱器111以及產生等離子體的等離子體電極(陰極電極)112。加熱器111和等離子體電極112彼此分離且彼此面對，并且具有與所要形成的膜的成分相對應的成分的靶材T安裝在等離子體電極112上。等離子體電極112連接到RF電源113。氣體引入管114和氣體排出管115附接至真空腔室110。氣體引入管114用于將膜形成所必需的氣體G引入到真空腔室110中。氣體排出管115用于執行真空腔室110中的氣體的排氣V的排出。例如，可以使用Ar或者Ar/02的混合氣體作為氣體G。如圖3B中示意性所示，等離子體電極112進行放電以使引入到真空腔室110中的氣體G等離子化，從而產生諸如Ar離子之類的正離子Ip。產生的正離子Ip對靶材T進行濺射。被正離子Ip濺射的靶材T的構成元素Tp從靶材中被釋放出來，并且以中性或離子化狀態沉積到襯底B上。圖3B中的參考符號P表示等離子體空間。等離子體空間P的電位對應于等離子體電位Vs (V)。一般來說，襯底B是絕緣體并且和大地電絕緣。因此襯底B處于浮接狀態。襯底B的電位對應于浮動電位Vf(V)。一般認為在靶材T和襯底B之間的構成元素Tp與襯底B在膜形成期間以與對應于等離子體空間P的電位與襯底B的電位之間的電位差Vs-Vf的加速電壓的相對應動能進行碰撞。可以通過使用朗繆爾探針來測量等離子體電位Vs和浮動電位Vf。探針的電壓增加到超過浮動電位Vf將會逐漸減少離子電流。結果，只有電子電流到達探針。該邊界電壓對應于等離子體電位Vs。可以通過在襯底和靶材之間設置接地來改變電位差Vs-Vf。在使用等離子體的氣相沉積法中，影響要形成的膜的特性的因素包括膜形成溫度、襯底的類型、下層膜(如果其被事先形成在襯底上)的成分、襯底的表面能、膜形成壓力、大氣氣體中的氧氣量、注入功率、襯底與靶材之間的距離、等離子體中的電子溫度和電子密度、等離子體中的活性物質的濃度和活性物質的生存期。本發明中，除了上述使用等離子體的氣相沉積法以外，還可以通過諸如有機金屬化學氣相沉積(MOCVD)法和脈沖激光沉積(PLD)法之類的氣相方法、諸如溶膠-凝膠法和有機金屬分解法之類的液相方法、以及氣溶膠沉積法來形成膜。另外，可以通過將塊狀陶瓷直接彼此接合并且通過拋光將所形成的結構減薄到所需的膜厚度來形成膜。所要用來形成膜的膜形成方法不做具體的限定，只要襯底和所形成的壓電膜之間的楊氏模量的差可以落在襯底的楊氏模量的20%的范圍之內即可。[壓電膜的性能]可以通過改變上述膜形成條件來減小壓電膜振動時作用在襯底和壓電膜之間的界面上的應力，從而使得襯底和壓電膜之間的楊氏模量的差落在襯底的楊氏模量的20%的范圍內。這樣可以改善機械品質因數Qm。從下面描述的實施例中的頻率/振動速度曲線圖中可以獲得機械品質因數Qm。機械品質因數Qm是表示由于振動所引起的弾性損耗的系數，并且通過機械損耗 因子的倒數來表示。當壓電元件弾性振動時，出現內部損耗并且轉化為熱能。換言之，如果機械品質因數Qm很低，則由于振動是產生熱量的ー個因素，而不能獲得高振動速度。在本發明中，當使襯底和壓電膜之間的楊氏模量的差落在襯底的楊氏模量的20%的范圍內時，機械品質因數Qm増加。這樣可以抑制熱量的產生，從而能獲得高振動速度。更加優選地，使得襯底和壓電膜之間的楊氏模量的差落在襯底的楊氏模量的10%的范圍內。使得襯底和壓電膜之間的楊氏模量的差落在襯底的楊氏模量的20%的范圍內可以使機械品質因數Qm増加到2000或者更大。另外，優選地將機械品質因數Qm設置為4000或者更大。[超聲處置裝置]下面對本發明的使用諧振換能器的超聲處置裝置的示例進行描述。圖4是示出作為超聲處置裝置的一個示例的包括超聲刀的超聲處置裝置的整體布置的示圖。超聲處置裝置10包括用作諸如針形刀或用于外部切ロ以及在ESD處置中用于膜分離的刀(以下也稱為“解剖刀”)之類的超聲刀(手木刀)的刀部分12、以及由手術員進行操作以使刀部分12用作超聲刀的操作単元主體14。超聲處置裝置10還包括將電壓施加到刀部分12的高頻發生器16。在超聲處置裝置10中，刀片部分18相當于諧振換能器50的襯底52。刀部分12包括刀片部分(處置部分)18、壓電元件54、刀片固定部分22、具有柔性的外殼(連接部分)、第一電極(地電位)26、第二電極28、樹脂密封件30、以及軟線46。操作單元主體14包括用于刀片部分18的操作的環32a、32b、和32c，以及作為高頻發生器16的連接端子的連接器34。應該注意，操作単元主體14的連接器34通過高頻電壓線38將電連接到高頻發生器16。刀部分12的刀片部分18用作用于外部切ロ、環切(切割)以及在ESD處置中的黏膜剝離的解剖刀，并且被構造為隨壓電膜54的振動而振動。増加和減少施加到壓電元件54的電場強度將會使壓電元件54擴張或收縮，從而使刀片部分18在圖4中箭頭指示的方向上進行超聲振動。這樣使得可以進行切ロ。刀片固定部分22固定到外殼24的遠端的內部,且刀片固定部分22具有支撐刀片部分18從而使其能夠往復運動(前進運動和后退運動)的功能。換言之，當刀片部分18從外殼24的遠端突出或者后退到外殼24的遠端內時，刀片固定部分22對刀片部分18進行支撐從而使其相對于外殼24作前進運動和后退運動。
外殼24由具有柔性的絕緣材料制成并且從物理和電氣上保護刀片部分18、壓電兀件54、第一電極26、以及第ニ電極28。第一電極26和第二電極28用于將高頻電壓施加到壓電元件54。這些電極由導電材料制成并且被分別耦接到環32b和32c。樹脂密封件30用于密封外殼24位于活體側的端部。在本發明中，壓電元件54可以設置在插入體內的部分中，因此優選地將其覆以樹脂以防觸電。此外，由于壓電膜66可以由鉛制成，因此優選地將壓電膜66覆以樹脂。使用樹脂作為外殼24的密封材料可以驅動刀片部分18時減少共振頻率的影響。下面將對操作單元主體14的布置和操作進行描述。手術員將他/她的拇指、食指、和中指分別插入到操作単元主體14的環32a、操作滑塊的環23b和32c中，并且沿著操作単元主體14滑動操作滑塊。利用該滑動操作，刀片部分18可以通過耦接到操作滑塊的軟線46從外殼24作前進運動和后退到外殼24中(往復運動)。來自高頻發生器16的高頻電壓線連接到連接器34，并且第一電極26和第二電極28電連接到連接器34。因此，該高頻電壓被施加到第一電極26和第二電極28，以使壓電元件54振動。這使得刀片部分18進行超聲振動，從而使其用作解剖刀。使用上述超聲刀的處置裝置(內窺鏡)具有大約為3mm的鉗孔。可以通過對超聲刀提供喇叭形狀來提高振動部分的振動速度。但是，増加喇叭的放大比將會限制孔的尺寸，導致處置部分(振動部分)的尺寸的減小。處置部分的減少將會增加處置需要的操作量。這樣會延長外科手術的時間。目前使用的超聲刀的遠端直徑約為1mm，其對應的變換比大約是3。假設使用的是指數型喇叭(exponential horn)。在這種情況下，由于可以根據振動部分的直徑和處置部分的直徑之間的比率獲得變換比，所以變換比優選地是2或更小。因為超聲手木刀所需要的振動速度是7米/秒或以上，所以沒有變換比的矩形形狀的振動部分的振動速度優選地為3. 5米/秒或以上。應該注意，本發明的諧振換能器不限于上述超聲刀，而是可以用于各種類型的致動器、諧振器、傳感器、振蕩器等等。通過使用由楊氏模量為113Gpa的Ti合金制成的Ti_6AI_4V襯底來制造如圖I所示的矩形諧振換能器。振動部分通過固定部分固定到支撐部分。襯底的厚度為O. 3_。通過派射法將由TiW制成的50nm厚的第一層和由Ir制成的150nm厚的第二層形成在襯底上作為下電扱。通過將濺射設備的功率設置為500瓦(例I)和700瓦(例2)的濺射法，在下電極上形成鋯鈦酸鉛(PZT)膜。壓電膜的厚度為4μπι。可以通過改變功率來改變壓電膜中鉛的含量，從而改變與鉛的含量對應的楊氏模量。如下為膜形成條件，其中膜形成溫度設置為550°C 膜形成設備射頻濺射設備靶材=Pb1.3((Zrtl 52Tia Jci 88Nbtl l2) O3 燒結體(B 位中的 Nb 含量12mol% )襯底溫度450°C襯底與靶材之間的距離60mm膜形成壓カ0. 29Pa膜形成氣體Ar/02 = 97 . 5/2 . 5 (摩爾比)、
通過X射線熒光分析測量到的所形成的壓電膜中的鉛含量為I.05摩爾比(例I)和I. 10摩爾比(例2)。通過納米壓痕方法測量到的楊氏模量為IIOGPa(例I)和IOlGPa(例2)。通過使用金屬掩模形成由TiW制成的50nm厚的第一層和由Pt制成的150nm厚的第二層作為上電極，以覆蓋從振動部分的末端部分延伸到與末端部分分隔開O. Imm的部分的整個范圍。另外，通過固定部分將電極焊盤的圖案形成在支撐部分上。通過將O. 7V的電壓施加到與下電極電連接的Ti襯底以及與上電極電連接的電極焊盤來驅動振動部分。通過激光多普勒測振儀來測量諧振換能器的側表面的振動速度。圖5不出了結果。在例I和例2中，在291. 50Hz處獲得了最大振動速度。從峰值頻率291. 50Hz處獲得機械品質因數時，在例I中為Qm = 4908，在例2中為Qm = 2698。請注意機械品質因數Qm被使用作為表示諧振銳度的量，并且根據下列公式由諧振時的振幅放大倍率來定義 [公式I]-^l = — = Qm
xst 2C作為獲得Qm值的方法，可以通過諧振頻率ち和與諧振曲線的最大振幅相距_3dB的點處的頻率帶寬Af =ち-も的比率來獲得Qm值。[公式2]
I fQm = — = r 0
J2 ~ λ然后在291. 50Hz處改變電壓，然后對諧振頻率和諧振振動速度進行測量。圖6示出了結果。在例I中，振動速度隨著施加電壓幾乎成正比地増加，并且在28V時可以獲得大約8米/秒的振動速度。在例2中，振動速度隨著施加電壓成正比地增加到3米/秒。但是，當振動速度達到約3. 5米/秒時，振動速度不會隨著電壓的増加而增加。這可能是因為，由于機械品質因數Qm較低，所以通過機械振動產生的熱量對振動速度產生了影響。根據作為現有技術呈現的非專利文獻I (Minoru Kurosawa和TakeshiSasanuma 的‘‘Enhancement of Vibration Amplitude of Micro Ultrasonic Scalpe丄using PZT Film)，，，The Institute of Electronics, Technical Report of IEICE,US2009-109 (213) 31)，其中的圖11示出了當在襯底的ー個表面形成壓電元件吋，在20V的驅動電壓處獲得了大約2米/秒的振動速度。非專利文獻I中描述的壓電膜是通過水熱法形成的，膜的楊氏模量大約是50GPa。由于鈦襯底的楊氏模量大約是lOOGPa，所以襯底與壓電膜之間的楊氏模量的差是50%。與此相反，在例2中，楊氏模量的差為12. 9%，驅動電壓為20V時振動速度為3. 5米/秒，其大約是傳統技術中振動速度的1.8倍。因此，可以獲得允許以更低的變換比來執行切ロ和血凝結的振動速度。在例I中，楊氏模量的差是5.2%，并且通過提高驅動電壓可以獲得高達8米/秒的振動速度。這使得可以在沒有任何喇叭的情況下執行切ロ。由于可以在沒有任何喇叭的情況下獲得允許執行切ロ的振動速度，因此可以減小設備的尺寸。例如，這允許在內窺鏡插 入體內的部分中設置驅動部分，從而使得可以增加處置裝置的設計寬度。
權利要求
1.一種諧振換能器，包括 振動板，以及 壓電元件，其包括壓電膜和上電極， 其中，所述振動板的楊氏模量和所述壓電膜的楊氏模量之間的差不超過所述振動板的楊氏模量的20%。
2.如權利要求I所述的諧振換能器，其中所述振動板在相對于形成有所述壓電元件的表面的水平方向上進行伸縮振動。
3.如權利要求I或2所述的諧振換能器，其中所述振動板的楊氏模量和所述壓電膜的楊氏模量之間的差不超過所述振動板的楊氏模量的10%。
4.如權利要求I或2所述的諧振換能器，其中所述振動板由鈦(Ti)和鈦(Ti)合金之一形成。
5.如權利要求I或2所述的諧振換能器，其中所述壓電膜的厚度不小于Iy m并且不大于 5 u m0
6.如權利要求I或2所述的諧振換能器，其中機械品質因數Qm不小于2000。
7.如權利要求I或2所述的諧振換能器，其中機械品質因數Qm不小于4000。
8.一種超聲處置裝置，其包括如權利要求I或2所述的諧振換能器。
全文摘要
本發明的目的在于提供能夠獲得高振動速度的諧振換能器以及包括諧振換能器的超聲處置裝置。該諧振換能器包括振動板以及壓電元件，其中壓電元件包括壓電膜和上電極。振動板的楊氏模量和壓電膜的楊氏模量之間的差不超過振動板的楊氏模量的20％。本發明還提供了包括該諧振換能器的超聲處置裝置。優選地，楊氏模量的差不超過10％。
文檔編號A61B18/00GK102648869SQ20121004448
公開日2012年8月29日 申請日期2012年2月23日 優先權日2011年2月23日
發明者平林恭稔, 藤井隆滿 申請人:富士膠片株式會社